DE3914680C2 - - Google Patents
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- A61N—ELECTROTHERAPY; MAGNETOTHERAPY; RADIATION THERAPY; ULTRASOUND THERAPY
- A61N1/00—Electrotherapy; Circuits therefor
- A61N1/18—Applying electric currents by contact electrodes
- A61N1/32—Applying electric currents by contact electrodes alternating or intermittent currents
- A61N1/36—Applying electric currents by contact electrodes alternating or intermittent currents for stimulation
- A61N1/362—Heart stimulators
- A61N1/365—Heart stimulators controlled by a physiological parameter, e.g. heart potential
- A61N1/368—Heart stimulators controlled by a physiological parameter, e.g. heart potential comprising more than one electrode co-operating with different heart regions
Description
Die Erfindung bezieht sich auf einen Herzschrittmacher ge
mäß dem Oberbegriff des Patentanspruches 1.
In den ersten Jahren der Schrittmachertherapie wurden nur
einfache, im Ventrikel, d. h. der Herzkammer, stimulierende
Systeme angewandt. Dies war durch die damaligen techni
schen Möglichkeiten in den frühen 60er Jahren vorgegeben.
Trotzdem hat man schon bald den Nutzen einer Vorhof/Kammer
synchronisation in hämodynamischer Hinsicht erkannt. So
wurde schon 1963 von Nathan in dem Artikel "An Implantable
Synchronized Pacemaker for the Long-Term Correction of
Complete Heartblock" in Circulation 23; 1963, Seiten 682 ff.
die Anwendung eines vorhofgetriggerten ventrikelstimulie
renden Systems beschrieben. Dieser Artikel machte die Vor
teile einer Frequenzsteuerung bei gleichzeitiger Vorhof/
Kammersynchronisation durch Erfassen des Vorhofpotentials
deutlich. Solche Schrittmacher sind insbesondere bei
Patienten mit kompletem AV-Block von Vorteil, d. h. bei
einer Unterbrechung des Erregungsleitungssystems im
Herzen, das den normalen Rhythmus aufrechterhält, wenn
gleichzeitig die Sinusknotenfunktion noch erhalten ist.
Probleme, das Vorhof-, d. h. atriale Signal zuverlässig zu
detektieren, führten in den vergangenen Jahren zur Ent
wicklung einer Vorhofschraubelektrode, die mit einer
korkenzieherartigen Schraubwendel oder dgl. in die Vorhof
wand "eingeschraubt" wird. Ab Mitte der 70er Jahre gelang
es, mit sogenannten VAT- Schrittmachern die Vorhofsignale
zu erfassen und zum Triggern der Herzstimulation in
klinischer Anwendung einzusetzen.
Dem theoretischen Vorteil einer möglichen Anwendung sol
cher vorhofgetriggerter VAT-Systeme, die heute DDD-Systeme
oder Zweikammersysteme genannt werden, stehen jedoch erheb
liche Probleme in der Praxis entgegen. Zum einen ist das
Problem einer festen Verankerung der Elektroden im Vorhof,
sei es durch Schraubelektroden oder durch Einlegen einer
Elektrode in das Herzohr, nicht befriedigend gelöst. Das
zweite Problem betrifft die Instabilität des Vorhofrhyth
mus. Eine Übersicht findet sich hierzu in dem Buch von E.
Alt, Schrittmachertherapie des Herzens, perimed Verlag, Er
langen (1989), Seiten 94f, 99 (Tab. 10), 265-267, 269f.
Bei vielen Patienten, bei
denen eine Störung der Erregungsleitung vorliegt, liegen
auch gleichzeitig Störungen der Erregungsbildung vor. Dies
bedeutet, daß neben einem zeitweise normalen Sinusrhythmus
schnelle Vorhofarrhythmien im Sinne von Vorhofflimmern oder
Vorhofflattern bestehen können, daß sich aber auch Sinus
knotenfunktionsstörungen im Sinne einer zu langsamen Sinus
knotenfunktion ausdrücken können. Man spricht dann von
einem sogenannten Brady-Tachy-Syndrom, bzw. wenn zusätzlich
die AV-Leitung gestört ist, von einer Zweiknotenerkrankung.
Bei schnellen Vorhofarrhythmien wird die Herzkammer inadä
quat im Rhythmus der Vorhofarrhythmie stimuliert, bei
Sinusknotenschädigungen und mangelndem Anstieg der Sinus
frequenz ist die Stimulationsfrequenz für die Kammer zu
langsam. Aus technischen Beschränkungen hinsichtlich einer
zuverlässigen Erfassung des Vorhofsignals und aufgrund der
beschränkten Aussagekraft des Vorhofsignals ergeben sich
für eine nicht unbeträchtliche Patientenzahl Einschränkun
gen für derzeit verwendete Zweikammer- bzw. DDD-Systeme.
Um die Probleme hinsichtlich einer instabilen Verankerung
der Vorhofelektrode zu vermeiden, wurde es vorgeschlagen,
ein flottierendes Elektrodenpaar im Vorhof innerhalb einer
einzigen Stimulationselektrode vorzusehen. Dieses Konzept
wurde bereits 1979 von Antonioli in dem Buch: Cardiac
Pacing, PACE Symposium, Montreal Editor: C. Meere unter
dem Titel: "A Simple P-Sensing Ventricle Stimulating Lead
Driving a VAT Generator" vorgestellt. In der US-Patent
schrift 43 13 442 von Knudson wird ein entsprechender Herz
schrittmacher beschrieben, der die atrialen Impulssignale
integriert und eine Stimulationsfrequenz entsprechend dem
integrierten Vorhofsignal einstellt. Mit dieser Methode ist
zwar keine direkte Synchronisation zwischen Vorhofschlag
und Kammerschlag möglich, jedoch eine Anpassung der
Schlagfrequenz der Kammer an die mittlere Vorhoffrequenz.
Das Konzept, die atrialen Signale indirekt mit einer mehr
poligen Elektrode zu erfassen, entspricht der schon viele
Jahre in der Elektrophysiologie mit passageren Elektroden
ausgeübten Technik, mit vier- bzw. sechspoligen Elektroden
das atriale Signal mitzuerfassen. Dabei werden in der Re
gel zwei Elektrodenpunkte, also ein Elektrodenpaar, im Ven
trikel und ein bis zwei Elektrodenpaare im Vorhof inner
halb eines gemeinsamen Elektrodenkörpers benutzt. Neuere
Entwicklungen in der Elektrodentechnologie machen darüber
hinaus die Anwendung von dünnen mehrpoligen Elektroden
möglich, deren Durchmesser nur etwa 1,6 Millimeter beträgt.
In der Vergangenheit war es allerdings für die Auswerte
elektronik von Herzschrittmachern nicht einfach, diese in
direkt erfaßten Signale des Vorhofes bei flottierender
Elektrodenlage zu erfassen. Nachdem aber zwischenzeitlich
die Mikroprozessortechnik fortgeschritten ist, ist es mög
lich, durch geeignete Eingangsfilter und Eingangsverstär
ker sowie entsprechende Verarbeitung des im Vorhof indi
rekt wahrgenommenen Signals ein Steuersignal für eine
vorhofsynchron getriggerte ventrikuläre Stimulation inner
halb eines DDD-Systems abzuleiten.
Das Problem der Erfassung des Vorhofsignals mit einer ein
zigen, nicht mit der Vorhofwand in Kontakt stehenden Elek
trode löst jedoch nicht das Problem der Instabilität des
herzeigenen Vorhofsignals, das, wie oben erläutert, sowohl
zu schnell als auch zu langsam ausgeprägt sein kann. Da
die Kammerfrequenz bei einem reinen DDD-Schrittmacher die
sem Vorhofsignal angepaßt wird, kann daraus eine inadäquat
zu schnelle oder zu langsame Kammerfrequenz resultieren.
Um unabhängig von der Frequenz des Vorhofs eine richtige,
der Belastung des Patienten angepaßte Stimulationsfrequenz
in der Herzkammer zu erreichen, wurden in der Vergangenheit
verschiedene Konzepte für frequenzadaptive Schrittmacher
vorgeschlagen:
Krasner beschreibt in der US-Patentschrift 35 93 718 einen
Herzschrittmacher, bei dem die externe Thoraximpedanz ge
messen wird, woraus dann die Atemfrequenz erfaßt und zur
Steuerung der Stimulationsfrequenz herangezogen wird.
Nappholz beschreibt in der US-Patentschrift 47 02 253
einen Herzschrittmacher, mit dem zur Messung der Impedanz
ein Meßstrom abgegeben wird, mit dem Ziel, über diese Impe
danzmessung die Atmung zu erfassen und für die Steuerung
der Stimulationsfrequenz heranzuziehen.
Salo wendet gemäß der US-Patentschrift 46 86 987 ein ähn
liches Verfahren zur Impedanzmessung für die Bestimmung
des Schlagvolumens der rechten Herzkammer an.
Lekholm verwendet zum Erfassen der Atemfrequenz gemäß der
US-Patentschrift 46 97 591 ebenfalls eine Impedanzmessung.
In der US-Patentschrift 46 94 830 beschreibt derselbe Er
finder einen Herzschrittmacher, bei dem aus der Änderung
der Stimulationsspannung und der Stimulationsstromstärke
während eines jeden abgegebenen Stimulationsimpulses durch
Division der genannten beiden Werte die jeweilige Impedanz
und aus deren Änderung indirekt die Atemfrequenz
erfaßt werden kann, die dann wiederum für die Steuerung
der Stimulationsfrequenz herangezogen wird. Dies
gelingt aber nur in solchen Fällen, in denen eine
reine Schrittmacherstimulation stattfindet. Herzeigenschläge
lassen sich mit diesem Verfahren nicht zur
Frequenzsteuerung und zum Erfassen der Atemfrequenz
heranziehen. Hierin liegt eine wesentliche Limitierung
dieses Systems.
Alle diese genannten Systeme verwenden die erfaßbare
Änderung der Impedanz, um daraus die Atemfrequenz
zu bestimmen und zur Frequenzstimulation der Herzkammer
heranzuziehen. Eine vorhofsynchrone Steuerung der
Herzfrequenz in der Herzkammer ist mit solchen Systemen
allein nicht möglich, da sie über keine geeigneten
Maßnahmen verfügen, um auch die Vorhofaktivität
zu erkennen.
Aus der DE-OS 35 45 359 ist ein Herzschrittmacher
bekannt, bei dem zum Erfassen eines mit der Atmung
korrelierenden Signales die Amplituden der Herzaktions
signale, die sogenannten R-Zacken, ausgewertet werden,
da deren Schwankungen mit dem Takt der Atmung des
Herzschrittmacherträgers korrelieren. Hierbei wird
jeweils von positiver zu negativer Spitze der R-
Zacke gemessen, wobei die Abstände zwischen den
jeweiligen Spitzenwerten das Maß für das Atemsignal
abgeben. Auch bei diesem Herzschrittmacher ist keine
Möglichkeit vorgesehen, die Stimulationsfrequenzsteuerung
an die Vorhofaktivität anzupassen.
Der Erfindung liegt die Aufgabe zugrunde, einen
Herzschrittmacher der in Rede stehenden Art anzugeben,
bei dem mit geringem meßtechnischen und geringem
operativen und energetischen Aufwand aus der Herzaktivität
Steuersignale für die Stimulationsfrequenz gewonnen
werden können, wobei die Möglichkeit bestehen soll,
mit einfachen Mitteln die Herzfrequenz vorhofsynchron
zu steuern.
Diese Aufgabe ist gemäß der Erfindung durch die
im kennzeichnenden Teil des Patentanspruches 1 angegebenen
Merkmale gelöst.
Demgemäß macht sich die Erfindung die Tatsache zunutze,
daß die Resultante aller elektrischen Herzeigenströme
bei der Depolarisation der Herzmuskelzellen, d. h.
der sogenannte Summenvektor, während des Erregungsab
laufes eine bestimmte Größe und Richtung aufweist.
Wird diese vektorielle elektrische Erregung, d. h.
das durch das Herz durchlaufende
intrakardiale Signal, mit Hilfe einer bipolaren Elektrode
spannungsmäßig und amplitudenmäßig erfaßt, dann treten je
nach Ausrichtung der bipolaren Elektrode in bezug zu dem
vektoriellen elektrischen Feld Laufzeitunterschiede der
Einzelsignale auf. Liegen die beiden Elektrodenpunkte der
bipolaren Elektrode parallel zu dem Vektor, so wird ein bi
polares Signal erzeugt, welches das unipolare hinsichtlich
der Amplitude übertrifft. Ist die bipolare Elektrode senk
recht zur Ausbreitungsrichtung der elektrischen Erregung
angeordnet, so entstehen nahezu zeitgleiche Potentiale an
den beiden Einzelelektroden, die sich gegenseitig subtra
hieren. Da die Ausrichtung des vektoriellen elektrischen
Feldes während des Erregungsablaufes durch die momentane
Herzgeometrie bestimmt ist, die wiederum eine Funktion der
Atmung und damit der vom Zwerchfellstand abhängigen Lage
des Herzens im Thorax und der sich damit auch ändernden
Beziehung von Summenvektor zu bipolarer Elektrodenanordnung
ist, kann durch eine Auswertung der Amplituden
schwankungen des bipolaren intrakardialen Signals die
Atmung ermittelt werden, die dann als Steuergröße für die
Einstellung der Stimulationsfrequenz verwendet wird. Die
Atmung, bevorzugt die Atemfrequenz, aber auch Atemfrequenz
und Atemtiefe, kann entweder allein für diese Einstellung
oder in Verbindung mit einem weiteren Steuerparameter
herangezogen werden, wobei
die Atmung primär oder nur unterstützend für diese
Steuerung verwendet werden kann. Im letzteren Fall wäre dann der
weitere Steuerparameter primär für die Einstellung der
Stimulationsfrequenz maßgebend. Dies trüge der Bedeutung
Rechnung, daß Herzschrittmacher mit mehreren über Sensoren
erfaßten Steuerparametern heutzutage mehr und mehr Verwen
dung finden, weil hierdurch die Sicherheit einer adäquaten
Stimulationsfrequenz deutlich erhöht werden kann.
Die Erfassung des intrakardialen Signals kann in der Herz
kammer, im Vorhof oder zwischen Vorhof und Herzkammer er
folgen. Hierbei sind die Amplitudenschwankungen bei einer
Erfassung in der Herzkammer am geringsten und am größten
bei einer Erfassung zwischen Herzkammer und Vorhof. Wird
lediglich das elektrische Vorhofsignal erfaßt, so kann ein
vorhofgetriggerter, sogenannter VDD-Herzschrittmacher mit
einer Stimulation der Herzkammer eingesetzt werden. In der
Auswerteschaltung des Herzschrittmachers kann dann ein Ver
gleich der nach der vorhofgetriggerten VDD-Methode errech
neten Stimulationsfrequenz mit der aufgrund der vektoriel
len Amplitudenschwankung des Erregungsfeldes berechneten
und mit der Atemfrequenz korrelierenden Stimulationsfre
quenz vorgenommen werden, wobei in der Auswerteschaltung
nach diesem Vergleich die entsprechend geeignete Stimula
tionsfrequenz zur Stimulation der Herzkammer ausgewählt
wird. Hierbei ist auch bei einer atemgetriggerten
VVI-frequenzadaptiven Frequenzstimulation eine Vorhof/Kam
mersynchronisation entsprechend der Wahrnehmung von Vorhof
aktionen möglich.
Bei einem Herzschrittmacher werden vorzugsweise zumindest
zwei Elektrodenpunkte im Vorhof und mindestens ein Elek
trodenpunkt im Ventrikel angeordnet. In der Auswerteschal
tung können dann die wahrgenommenen vektoriellen Amplitu
denschwankungen zwischen verschiedenen Elektrodenpunkten
miteinander verglichen werden, so daß aufgrund dieses Ver
gleiches die am günstigsten gelegenen Elektrodenpunkte zum
Bestimmen der Atmung individuell ermittelt werden können.
Um während der Erfassung des elektrischen intrakardialen
Signales Störeinflüsse durch Stimulationsimpulse zu vermei
den, wird das intrakardiale Signal erst eine gewisse Zeit
nach Abgabe eines Stimulationsimpulses aufgenommen (soge
nanntes Blanking). Ebenso kann zur Bestimmung der vekto
riellen Amplitudenschwankungen des intrakardialen Signales
eine Signalkorrektur für stimulierte und wahrgenommene
Herzeigenaktionen vollzogen werden.
Ebenso kann bei Erkennen von Vorhofflimmern eine rein fre
quenzadaptive Kammerstimulation mit einer Frequenzadaption
entsprechend der vektoriellen Amplitudenschwankung des
intrakardialen Signales vorgenommen werden. In der Auswer
teschaltung können zusätzlich noch inadäquate atriale
Tachyarrhythmien wahrgenommen werden, die dann nicht zur
Beeinflussung der Stimulationsfrequenz herangezogen wer
den. In einem solchen Fall wird auf eine neue Arbeitsweise
des Herzschrittmachers automatisch umgeschaltet, bei der
eine frequenzadaptive Ventrikelstimulation entsprechend
der vektoriellen Amplitudenschwankung des intrakardialen
Signales oder entsprechend eines weiteren Steuerparameters
vorgenommen wird.
Weitere Ausgestaltungen der Erfindung gehen aus den Unter
ansprüchen hervor.
Die Erfindung ist in einem Ausführungsbeispiel anhand der
Zeichnung näher erläutert. Es zeigen:
Fig. 1 eine schematische Darstellung eines Herzschrittma
chers gemäß einem Ausführungsbeispiel der Erfindung mit einem implantierbaren
Herzschrittmachergehäuse und einer mit vier Einzel
elektroden verbundenen Sonde, die über den Vorhof in
die rechte Herzkammer geführt ist;
Fig. 2 ein schematisches Blockschaltbild zur Erklärung der
Grundfunktion des Herzschrittmachers;
Fig. 3 eine schematische Darstellung der Lage von Einzel
elektroden im Herzen in bezug zu der Wellenfront
des elektrischen intrakardialen Signales;
Fig. 4a, b, c jeweils direkt an einem Patienten abgenommene
Signaldiagramme des elektrischen intrakardialen
Signales, der daraus abgeleiteten Atemfrequenz und
der direkt gemessenen Atmung des Patienten;
Fig. 5 ein detaillierteres Blockschaltdiagramm eines Herz
schrittmachers gemäß einem Ausführungsbeispiel der Erfindung zur Erläuterung
weiterer Funktionen.
Ein Herzschrittmacher 1 besteht aus einem implantierbaren
Gehäuse 2, in dem eine in Fig. 2 gezeigte Auswerte- und
Steuerelektronik 3 aufgenommen ist, sowie aus einer mit
dem Herzschrittmacher verbundenen Sonde 4, die über den
rechten Vorhof 5 in die Herzkammer 6 eines menschlichen
Herzens eingeführt ist. Die Sonde weist vier Elektroden 7,
8, 9 und 10 auf, wobei die Elektrode 7 an der Spitze der
Sonde, die Elektrode 8 in der Herzkammer und die Elektro
den 9 und 10 im Vorhof 5 gelegen sind. Die Sonde 4 ist mit
dem Herzschrittmachergehäuse über einen quadripolaren An
schluß 11 mit hier nur schematisch angedeuteten Anschluß
punkten 12, 13, 14 und 15 verbunden.
Die Stimulation der Herzkammer erfolgt z. B. bipolar über
die beiden in der Herzkammer gelegenen Einzelelektroden 7
und 8. Das herzeigene elektrische Signal während der Erre
gung wird mit Hilfe zweier Einzelelektroden erfaßt, z. B.
zwischen den Elektroden 7 und 8 in der Herzkammer,
zwischen den Elektroden 9 und 10 im Vorhof oder etwa zwi
schen der Einzelelektrode 8 in der Herzkammer und eine der
Elektroden 9 bzw. 10 im Vorhof. Diese Erfassung erfolgt
rein passiv, so daß hierfür keine von außen zugeführte
Energie notwendig ist. Mit den beiden Einzelelektroden
wird ein elektrisches intrakardiales Signal erfaßt, das in
Fig. 2 schematisch mit 20 angegeben ist. Dieses intrakar
diale Signal wird einem Frequenzfilter 21 und anschließend
einem Signalformer 22 zugeführt. Das Frequenzfilter hat
einen Frequenzbereich, der an die tatsächlich auftretenden
Atemfrequenzen angepaßt ist, und erfaßt Frequenzen zwischen
0,1 Hz und etwa 1 Hz mit einem Maximum bei etwa 0,35 Hz,
hat demnach Tiefpaßfunktion. Körpereigene und körperexterne
Signale werden dabei ausgeblendet, so z. B. die Herzfrequenz
oder körperliche Erschütterungen des Patienten. Ein vorge
schalteter Hochpaß von 0,1 Hz dient der Grundlinienstabi
lisierung. Das intrakardiale Signal entspricht einem
EKG-Signal mit den bekannten P- bis T-Anteilen. Am Ausgang
des Signalformers liegt durch die Tiefpaßfilterung dann
direkt ein mit der Atmung korrelierendes Signal 23 an; vgl.
auch die jeweils zweiten Zeilen in den Fig. 4a bis 4c. Aus
diesem Signal wird in einer Auswertelogik 24 in bekannter
Weise ein Steuersignal abgeleitet, das über eine Leitung
25 einer Steuerschaltung 26 für einen Impulsgenerator 27
zugeführt wird. Der Impulsgenerator 27 liefert dann
Stimulationsimpulse 28 mit einer an die jeweilige durch die
Atmung bestimmte Belastung des Patienten angepaßten Stimu
lationsfrequenz. Die Stimulationsimpulse 28 werden bei
unipolarer Stimulation der Herzkammer 6 an die Elektrode 7
und an das Herzschrittmachergehäuse als Gegenelektrode
abgegeben, bei einer bipolaren Stimulation an die Elek
troden 7 und 8 in der Herzkammer.
In Fig. 3 ist eine schematische Darstellung der elektri
schen Vorgänge innerhalb des Herzens bei einer bipolaren
Wahrnehmung dargestellt, und zwar bei zwei unterschiedli
chen Lagen der Sonde 4 in dem Vorhof. Diese beiden Lagen
sind mit 4-1 und 4-2 bezeichnet. Die beiden Elektroden
sind schematisch mit 9 und 10 bezeichnet. Die elektrische
Erregung kann als eine Anordnung von Dipolen 30
dargestellt werden, die sich entsprechend dem Pfeil 31 in
Depolarisationsrichtung ausbreiten. In der Lage 4-1 der
Sonde, d. h. bei einer zur Depolarisationsrichtung paralle
len Ausrichtung tritt zuerst an der Elektrode 9 ein posi
tives Potential auf, dem dann ein negatives folgt. Durch
laufzeitbedingte zeitliche Verzögerung des Auftretens
dieses Signals an der Elektrode 10 wird ein bipolares Sig
nal erzeugt, welches die jeweiligen unipolar erfaßten Sig
nale hinsichtlich der Amplitude übertrifft; vgl. die in
der Figur oben linke Signaldarstellung. Die bipolare
Wahrnehmung wirkt nach Art einer Differentialverstärkung.
Befindet sich die Sonde in der Lage 4-2, demnach senkrecht
zur Ausbreitungsrichtung der Erregungsfront, so entstehen
an den Elektroden 9 und 10 zeitgleiche Potentiale, die
sich gegenseitig subtrahieren; vgl. das in der Fig. 3 oben
rechte Signaldiagramm.
Während des Betriebes des Herzschrittmachers kann davon
ausgegangen werden, daß die Lage der Sonde 4 relativ
raumfest ist, während sich der durch den Pfeil 31 darge
stellte Vektor der elektrischen Erregungsfront zeitlich
ändert, wobei diese zeitliche Änderung mit der Atmung
korreliert. Es ist einleuchtend, daß durch eine Auswertung
der Amplitudenschwankungen des bipolar erfaßten Signals
sich direkt ein der Atmung entsprechendes Signal ergibt.
Fig. 4 stellt Originalregistrierungen am Patienten dar.
In Fig. 4a ist in der obersten Zeile das intrakardiale Sig
nal 20 dargestellt, das durch eine bipolare Erfassung im
Vorhof bei einem Sinuseigenrhythmus mit langsamer Frequenz
mit Hilfe der Einzelelektroden 9 und 10 erfaßt ist. Nach
einer Tiefpaßfilterung und gegebenenfalls Signalformung er
gibt sich das in der zweiten Zeile ermittelte, direkt mit
der Atemfrequenz korrelierte Signal 23. In der untersten
Zeile ist ein Signal 40 dargestellt, das dem direkt gemes
senen Atemsignal entspricht. Man sieht, daß die Signale 23
und 40 sehr gut miteinander korrelieren; es besteht eine
geringe scheinbare Verzögerung des gefilterten Signals zur
direkt gemessenen Atmung, die durch den Tiefpaßfilter
bedingt ist.
In Fig. 4b ist in der ersten Zeile das intrakardiale Sig
nal 20 dargestellt, das im Vorhof bei Stimulation in der
Herzkammer mit 70 Stimulationsimpulsen pro Minute eben
falls mit Hilfe der Elektroden 9 und 10 erfaßt wurde. Das
daraus abgeleitete Signal 23 korreliert wiederum gut mit
dem direkt gemessenen Atemsignal 40.
In Fig. 4c wurde das intrakardiale Signal 20 zwischen der
Herzkammer und dem Vorhof erfaßt. Auch das daraus abgelei
tete Signal 23 korreliert wiederum gut mit der direkt
gemessenen Atmung entsprechend dem Signal 40.
Um jeweils das günstigste Signal 23 auszuwählen, kann vor
dem Frequenzfilter 21 eine Auswahlschaltung 41 vorgesehen
sein, die von der Auswertelogik 24 angesteuert wird und
jeweils zwei ausgewählte Elektroden mit dem Frequenzfilter
21 verbindet. In dieser Auswahlschaltung 41 kann noch eine
Ausblendschaltung integriert sein, die die ausgewählten
Elektroden erst kurze Zeit nach Abgabe eines Stimulations
impulses mit dem Frequenzfilter 21 verbindet, wodurch
Störbeeinflussungen der Messung durch die relativ hohe
Energie der Stimulationsimpulse vermieden werden.
In Fig. 5 ist eine Auswerteschaltung 3′ für einen
vorhofgetriggerten Herzschrittmacher dargestellt. Die Vor
hofelektroden 9 und 10 sind mit einem P-Wellendetektor 51
verbunden, der die P-Welle des intrakardialen Signals
erfaßt. Dessen Ausgangssignal wird einer Verzögerungsschal
tung 52 zugeführt, die nach etwa 150 Millisekunden ein
Signal an einen Impulsgeber 53 liefert. Dieser Impulsgeber
gibt ein erstes impulsartiges Steuersignal 54 an eine
Vergleichs- und Auswahlschaltung 55 ab.
In einem zweiten Zweig der Auswerteschaltung 3′ wird aus
den Signalen weiterer Elektroden, z. B. der Kammerelektroden
7 und 8 bzw. einer Kammerelektrode und einer Vorhofelek
trode gemäß dem oben beschriebenen Verfahren in einer
Auswerteschaltung 56 ein frequenzadaptiver Steuerparameter
errechnet und einem Impulsgeber 57 zugeleitet. Dieser gibt
ein impulsartiges zweites Steuersignal 58 an die Ver
gleichs- und Auswahlschaltung 55 ab, das in diesem Falle
dem oben beschriebenen und mit der Atmung korrelierenden
Steuersignal entspricht. Es ist im übrigen möglich, in
diesem zweiten Zweig der Auswerteschaltung die Signale
eines anderen Sensors auszuwerten und daraus einen fre
quenzadaptiven Steuerparameter zu berechnen, der nicht
unbedingt mit der Atmung korreliert. Solche Steuerparameter
können z. B. aus der Aktivität des Herzschrittmacherträgers,
der Sauerstoffsättigung oder der Temperatur des venösen
Blutes etc. ermittelt werden.
In der Vergleichs- und Auswerteschaltung 55 wird entschie
den, welches der beiden Steuersignale 54 bzw. 58 an die
Steuerschaltung 26 für den Impulsgenerator weitergeleitet
wird, der dann die entsprechenden Stimulationssignale 28 an
die Kammerelektroden abgibt. Bei einer vorhofgetriggerten
Arbeitsweise des Herzschrittmachers wird üblicherweise das
erste Steuersignal 54 von der Vergleichs- und Auswerte
schaltung 55 weitergeleitet. Erst wenn dieses Signal keine
eindeutigen Werte zeigt bzw. mit einem Erwartungswert nicht
korreliert, werden die zweiten Steuersignale 58 zur
Steuerung der Stimulationsfrequenz verwendet.
In einem dritten Zweig der Auswerteschaltung 3′ werden noch
die von den Kammerelektroden 7 und 8 gelieferten Ventrikel
signale ausgewertet. Das elektrische Signal wird einem
QRS-Detektor 59 zugeführt, der die auf die P-Welle folgende
QRS-Zacke im intrakardialen Signal detektiert. Das Detek
torsignal wird einem ersten Eingang einer Inhibitionsschal
tung 60 zugeleitet, dessen zweiter Eingang mit dem Ausgang
des P-Wellendetektors 51 verbunden ist. Außerdem erhält die
Inhibitionsschaltung 60 zusätzlich von der Verzögerungs
schaltung 52 einen Impuls, der die dort vorgegebene
Zeitverzögerung von etwa 150 Millisekunden kennzeichnet.
Die Inhibitionsschaltung 60 gibt ein impulsartiges Inhibi
tionssignal 61 dann an die Vergleichs- und Auswerteschal
tung 55 ab und sperrt diese, wenn das Ausgangssignal des
QRS-Detektors 59 innerhalb der durch die Verzögerungsscha
ltung 52 vorgegebenen Zeitspanne von 150 Millisekunden
liegt. Dies tritt somit nur bei einem Herzeigenschlag auf,
so daß eine Stimulation in diesem Falle nicht notwendig
ist. Üblicherweise folgt die QRS-Zacke der P-Welle bei
Herzeigenrhythmus nach etwa 130 Millisekunden.
Claims (10)
1. Herzschrittmacher mit einem Impulsgenerator zum Erzeu
gen von Stimulationsimpulsen mit einer bestimmten Stimu
lationsfrequenz, zumindest einer in dem Herzen angeord
neten Stimulationselektrode, der die Stimulationsimpulse
zugeführt werden, mit mindestens zwei ebenfalls im
Herzen angeordneten Meßelektroden zum Erfassen elektri
scher, durch physiologische Größen aufgrund einer Be
lastung des Patienten beeinflußter Parameter, mit einer
Auswerteschaltung für die Signale der Meßelektroden zum
Bestimmen eines der Belastung des Patienten angepaßten
Steuersignales und mit einer, von dem Steuersignal be
aufschlagten Steuerschaltung für den Impulsgenerator
zum Variieren der Stimulationsfrequenz in Abhängigkeit
der Belastung des Patienten, dadurch gekennzeichnet,
daß die Meßelektroden (7 bis 10) das intrakardiale
herzeigene Erregersignal messen, und daß die Auswerte
schaltung (3) Amplitudenschwankungen des intrakar
dialen Herzeigensignals bestimmt, die durch die während
des Atmens des Patienten sich ändernde Ausrichtung des
Vektors (31) des herzeigenen Erregerstromes in bezug zu
der durch die Lage der Meßelektroden (7 bis 10)
definierten Wahrnehmungsachse (4-1, 4-2) bedingt sind,
sowie daraus das Steuersignal (25) für die Steuerschal
tung (26) des Impulsgenerators (27) ableitet.
2. Herzschrittmacher nach Anspruch 1, dadurch gekennzeich
net, daß die Meßelektroden (7, 8) in der Herzkammer (6)
gelegen sind.
3. Herzschrittmacher nach Anspruch 1, dadurch gekennzeich
net, daß die Meßelektroden (9, 10) im Vorhof (5) gele
gen sind.
4. Herzschrittmacher nach Anspruch 1, dadurch gekennzeich
net, daß eine Meßelektrode (7, 8) in der Herzkammer (6)
und die andere Meßelektrode (9, 10) im Vorhof (5) gele
gen ist.
5. Herzschrittmacher nach einem der vorhergehenden Ansprü
che, dadurch gekennzeichnet, daß die Meßelektroden (9,
10) im Vorhof (5) angeordnet sind, und daß die Auswerte
schaltung (3′) des Herzschrittmachers (1) eine Schaltung
(51, 52, 53) zur Steuerung der Stimulationsfrequenz mit
zusätzlicher Vorhoftriggerung aufgrund der mit Hilfe der
Meßelektroden (9, 10) erfaßten intraatrialen Vorhofsig
nale (P-Wellen) aufweist.
6. Herzschrittmacher nach Anspruch 5, dadurch gekennzeich
net, daß die Auswerteschaltung (3′) eine Vergleichs- und
Auswahlschaltung (55) aufweist, mit der die für die
vorhofgetriggerte Arbeitsweise des Herzschrittmachers
errechnete Stimulationsfrequenz (1. Steuersignal 54) mit
der nach der vektoriellen Amplitudenschwankung errechne
ten Stimulationsfrequenz (2. Steuersignal 58) verglichen
und eine der beiden Stimulationsfrequenzen ausgewählt
wird.
7. Herzschrittmacher nach Anspruch 5, dadurch gekennzeich
net, daß die Auswerteschaltung (3′) eine Vergleichs- und
Auswahlschaltung (55) aufweist, mit der die für die
vorhofgetriggerte Arbeitsweise des Herzschrittmachers
errechnete Stimulationsfrequenz (1. Steuersignal 54) mit
einer zweiten aufgrund eines anderen Steuerparameters
errechneten Stimulationsfrequenz (2. Steuersignal 58)
verglichen und eine der beiden Stimulationsfrequenzen
ausgewählt wird.
8. Herzschrittmacher nach einem der vorhergehenden An
sprüche, dadurch gekennzeichnet, daß bei einem Herz
schrittmacher mit multipolaren Elektroden (7 bis 10) die
Auswerteschaltung (3) eine zusätzliche Auswahl
schaltung (41) zur Auswahl von zwei Einzelelektroden (7
bis 10) als Meßelektroden aufweist.
9. Herzschrittmacher nach einem der vorhergehenden An
sprüche, dadurch gekennzeichnet, daß die Auswerte
schaltung (3) eine Ausblendschaltung (41) aufweist, die
die Meßelektroden (7 bis 10) erst eine kurze Zeitspanne
nach Abgabe eines Stimulationsimpulses (28) mit der
Auswerteschaltung (3) verbindet, um Störbeeinflussungen
durch die hohe Energie des Stimulationsimpulses zu
vermeiden.
10. Herzschrittmacher nach einem der vorhergehenden
Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, daß eine oder
mehrere Meßelektroden (7, 8) in der Herzkammer sowohl
zur Stimulation des Herzens als auch zur Bestimmung
der Amplitudenschwankung des herzeigenen Erregerstromes
mit der Atmung benutzt werden.
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